Хірургічна стоматологія, черепно-щелепно-лицева пластична та естетична хірургія, травматологія та дентальна імплантація

Хірургічна стоматологія та черепно-щелепно-лицева хірургія - це самостійна клінічна дисципліна в галузі медицини, що вивчає хірургічні захворювання та пошкодження зубів, органів порожнини рота, голови і шиї, кісток лицевого та мозкового черепу, лікування онкологічних, запальних, травматичних ушкоджень, вроджених та набутих деформацій цієї зони, в тому числі пластичну хірургію, дентальну імплантацію, передпротезну хірургію та ін. У результаті захворювань і травм можуть виникати великі дефекти кісткової тканини, які замщають кістковими імплантатами, а також змушують вдаватися до остеосинтезу. Дослідження показують, що для отримання оптимальних результатів лікування необхідно, щоб імплантати і механічні пристрої максимально імітували наноструктурну організацію та наномасштабні фізіологічні взаємодії кісткової тканини. Це пов'язано з тим, що кістка є високоструктурованим нанокомпозитом з органічних і неорганічних нановолокон і наночастинок [18, 19].

Основними питаннями даного розділу є застосування наноструктурних матеріалів для:

• Заповнення дефектів кісткової тканини;
• Замщення дефектів хрящової тканини;
• Застосування у дентальній імплантації;
• Лікування онкологічних захворювань голови та шиї;
• Зменшення кількості патогенних мікроорганізмів у ротовій порожнині.

Тканини створюють каркас і мікрооточення для клітин крові в складі червоного кісткового мозку. В залежності від щільності і розташування пластинок розрізняють компактну і губчасту кісткову речовину. У тілах довгих (трубчастих) кісток, в основному, міститься компактна кісткова речовина. В епіфізах довгих і широких кістках домінує губчаста кісткова речовина [12, 13, 14, 24, 61].

Остеон - структурна одиниця кістки, що складається із 5-20 циліндричних пластинок, вставлених одна в одну. В центрі кожного остеону проходить так званий Гаверсів канал. Діаметр остеону складає близько 0,3-0,4 мм. Між остеонами розташовуються вставні пластинки. Зовнішній і внутрішній краї кістки вкриті генеральними пластинками. Губчаста кістка має тонкі кісткові пластинки і перекладини (трабекули), які перехрещуються між собою. Напрямок перекладин співпадає з кривими стискування і розтягу, утворюючи склепінчасту конструкцію. Таке розташування кісткових трабекул, під кутом одна до одної забезпечує рівномірне передавання тиску або тяги на кістку. Все це забезпечує найбільшу міцність кістки.

Гаверсові канали (англ. Clapton Havers, 1657-1702) - це трубчасті порожнини в компактній речовині пластинчастих кісток, що проходять паралельно їх поздовжньої осі, в плоских - паралельно їх поверхні, в тілах хребців - перпендикулярно їх осі. Кожен Гаверсів канал оточений концентрично розташованими кістковими пластинками, разом з якими становить структурну одиницю кістки - остеон. Між пластинками в порожнинах знаходяться остеоцити, всередині містяться кровоносні судини, нерви і мезенхімальні клітини [43, 50, 79, 83, 85].

Кістковий мозок - спеціалізована тканина, яка розташована в кісткових порожнинах, добре інервована й васкуляризована. Розглядаючи структуру кісткового мозку видно, що він складається із двох клітинних типів [2, 11]:

• стовбурових кровотворних клітин, які забезпечують збереження, підтримку, розмноження й диференціювання всіх категорій кровотворних і лімфоїдних клітин, включаючи клітини, що дають початок гістіоцитам та макрофагам;
• клітини, що забезпечують підтримку, розмноження й диференціювання остеогенних стромальних клітин.

Колаген - головний білок сполучної тканини людини та білок, що складає до 25 % від маси білків організму. Колагенова фібрила - це напівкристалічна структурна одиниця колагену. Колагенові волокна - це пучки фібрил, а молекула колагену являє собою правозакручену спіраль з трьох а-ланцюгів. Один виток а-ланцюга містить три амінокислотних залишки. Молекулярна маса колагену складає близько 300 кДа, довжина 300 нм, товщина 1-1,5 нм, тобто, колаген є наноструктурою.

Тривалий час детально вивчалось розташування кристалів апатиту відносно фібрил колагену. Експериментально було показано, що проміжки в 40 нм між фібрилами колагену заповнені мінералом апатитом. При цьому колаген першого типу виступає каталізатором відкладення кристалів апатиту in vivo. Загалом самозбірка фібрил колагену призводить до утворення волокнистої сітки, яка імпрегнована кристалами з неорганічних речовин [60, 82].

Описано 28 типів колагену, котрі кодуються більш ніж 40 генами та відрізняються один від одного за амінокислотним чергуванням, а також за ступенем модифікації - інтенсивності гідроксилювання або глікозилювання. Загальним для всіх колагенів є наявність одного або більше доменів, що містять потрійну спіраль і знаходяться в позаклітинному матриксі. Більше 90 % всього колагену високорозвинених організмів приходиться на колагени I, II, III і IV типів [47].

Остеобласт - клітина кісткової тканини (15-30 мкм), що бере участь в утворенні міжклітинної речовини. Характерною відмінністю остеобластв є наявність розвинутого ендоплазматичного ретикулуму і потужного апарату білкового синтезу. В остеобластах синтезується проколаген, який потім перемщується з ендоплазматичного ретикулуму в комплекс Гольджі, проникаючи в секретуючі гранули (везикули).

У результаті дії спеціальних пептидаз від проколагену відщеплюються спочатку N-кінцеві, а потім С-кінцеві домени і формується тропоколаген. Останній у міжклітинному просторі формує фібрили. У подальшому, після утворення поперечних зшивок, формується зрілий колаген. В остеобластах синтезуються також ферменти, глікозаміноглікани, білкові компоненти протеогліканів та інші сполуки, багато з яких потім швидко переходять в міжклітинну речовину.

Остеоцит - зріла клітина кісткової тканини, яка має відростки (довжина від 22 до 55 мкм, ширина - від 6 до 14 мкм) та виробляє компоненти міжклітин-ної речовини. Як відомо, остеоцити виникають з остеобластів під час формування кісткової тканини.

Остеокласт - велика багатоядерна клітина кісткової тканини (до 100 мкм), що може резорбувати оббезвапнений хрящ і міжклітинну речовину кісткової тканини в процесі розвитку і перелаштування кістки. Це основна функція остеокласту. Слід зазначити, що остеокласти, так як і остеобласти, синтезують РНК та білки.

Однак за допомогою остеокластів виникає процес розсмоктування кістки, що характеризується утворенням заглибин (лакун) у кісткових пластинках.

При формуванні кістки з мезенхіми виділяють наступні етапи:

• Формування у складі мезенхіми "остеогенного острівця";
• Остеоїдний етап - виділення остеогенними клітинами колагену (формування осьових волокон) і високомолекулярних білків (глікопротеїнів, протеогліканів, ліпідів), остеомукоїду;
• Утворення грубоволокнистої кістки;
• Заміна грубоволокнистої кістки пластинчастою.

Утворення міжклітинної речовини і мінералізація кісткової тканини є результатом діяльності остеогенних клітин - остеобластів, які в міру утворення кісткової тканини стають остеоцитами. Відомо, що кісткова тканина служить основним депо кальцію в організмі і активно бере участь в обміні кальцію. Вивільнення кальцію досягається шляхом руйнування кісткової тканини, а його скріплення - під час утворення кісткової тканини. З цим пов'язаний процес постійної перебудови кісткової тканини, що продовжується протягом всього життя організму. При цьому відбуваються зміни форми і структури кістки відповідно до механічних навантажень і умов, що змінюються.

Кісткова тканина скелету людини практично повністю перебудовується кожні 10 років. Процес мінералізації можливий лише за наявності строго орієнтованих колагенових волокон. Як було відмічено, безпосереднє утворення колагенового волокна відбувається у позаклітинному просторі в результаті специфічного з'єднання між собою тропоколагенових молекул. За допомогою рентгеноструктурного аналізу і електронної мікроскопії показано, що колагенове волокно має інтервал 68 нм.

Молекули тропоколагену розмщені не точно один над одним - один ряд тропоколагенів змщений у відношенні до сусіднього ряду приблизно на V₄ довжини молекули. Структурна особливість колагенового волокна полягає також і в тому, що розташовані в ряді молекули тропоколагену не зв'язані за типом кінець в кінець. Між кінцем однієї молекули і початком наступним є проміжок. Цей проміжок відіграє особливу роль при формуванні кістки. Цілком ймовірно, що проміжки уздовж ряду молекул тропоколагену є первинними центрами відкладення мінеральних складових частин кісткової тканини. Кристали, що утворилися у зоні колагену, потім стають ядрами мінералізації, де в просторі між колагеновими волокнами відкладається гідроксиапатит. Показано, що при формуванні кістки в зоні кальцифікації за участю лізосомних протеїназ відбувається деградація протеогліканів. По мірі мінералізації кісткової тканини кристали гідроксиапатиту витісняють не лише протеоглікани, а й воду.

Щільна, повністю мінералізована кістка практично зневоднена. У цих умовах колаген становить приблизно 20% від маси і 40% від об'єму кісткової тканини, останнє припадає на частину мінеральних компонентів. Деякі дослідники вважають, що процесу мінералізації колагену в шкірі, сухожилках, судинних стінках заважає постійна наявність в цих тканинах протеогліканів. Існує також думка, що інгібітором кальцифікації може бути неорганічний пірофосфат. При мінералізації тканин інгібуюча дія пірофосфату знімається пірофосфатазою, яка виявлена в кістковій тканині. В цілому біохімічні механізми мінералізації кісткової тканини вимагають подальшого дослідження.

Складною є і проблема катаболізму матриксу кісткової тканини. Як у фізіологічних, так і в патологічних умовах відбувається резорбція кісткової тканини, при якій практично одночасно має місце розсмоктування як мінеральних, так і органічних структур кісткової тканини. У видаленні мінеральних солей певна роль належить процесу, що посилюється при остеолізисі продукції органічних кислот, у тому числі лактату. Відомо, що зрушення рН тканини в кислу сторону сприяє розчиненню мінералів і тим самим їх видаленню. Резорбція органічного матриксу вимагає наявності і дії відповідних ферментів. До їх числа відносяться лізосомні кислі гідролази, спектр яких у кістковій тканині досить широкий. Роль кислих гідролаз у процесах катаболізму органічного матриксу заключається у внутрішньоклітинному переварюванні фрагментів резорбуючих мікроструктур.

При зменшенні концентрації іонів Са²⁺ у крові зростає секреція паратгормону. Безпосередньо під впливом цього гормону в кістковій тканині активуються клітинні системи, що беруть участь у резорбції кістки, тобто, остеокласти сприяють підвищеному розчиненню мінеральних з'єднань, що містяться в кістках. Важливо, що паратгормон збільшує також реабсорбцію іонів Са²⁺ в ниркових канальцях. Сумарний ефект проявляється у підвищенні рівня кальцію у крові. У свою чергу, при збільшенні вмісту іонів Са²⁺ у крові, секретується гормон кальцитонін, дія якого полягає в зниженні концентрації іонів Са²⁺ за рахунок відкладення його в кістковій тканині. Іншими словами, кальцитонін підвищує мінералізацію кістки і зменшує число остеокластів в зоні дії, тобто, пригнічує процес кісткової резорбції. Все це збільшує швидкість формування кістки. У регуляції вмісту іонів Са²⁺ важлива роль належить вітаміну D, який бере участь в біосинтезі Са²⁺-зв'язуючих білків. Ці білки необхідні для всмоктування іонів Са²⁺ у кишечнику, реабсорбції їх у нирках і мобілізації кальцію з кісток. Потрапляння в організм оптимальних кількостей вітаміну D є необхідною умовою для нормального перебігу процесів кальцифікації кісткової тканини. При недостатності вітаміну D ці процеси порушуються. Прийом протягом довгого часу надлишкових кількостей вітаміну D приводить до демінералізації кісток. На розвиток кістки впливає також вітамін А. Припинення зростання кісток є раннім проявом недостатності вітаміну А. Вважають, що даний факт обумовлений порушенням синтезу хондроїтінсульфату. Показано також, що при введенні тварині високих доз вітаміну А, що перевищують фізіологічну потребу і викликають розвиток гіпервітамінозу А, спостерігається резорбція кістки, що може приводити до переломів кісток. Для нормального розвитку кісткової тканини необхідний також вітамін С. Дія вітаміну С на метаболізм кісткової тканини обумовлена, перш за все, впливом на процеси біосинтезу колагену [3, 5, 6, 9, 28, 29, 33, 49, 57, 81].

Хімічний склад кісткової тканини

Екстацелюлярний матрикс (ЕЦМ) кісткової тканин підпорядкований просторовим і часовим рівнями організації, які охоплюють декілька порядків величин - від нанометрів до сантиметрів. Вивчення хімічного складу кісткової тканини зводиться до значних проблем, оскільки для виділення органічного матриксу потрібно провести демінералізацію кістки. Крім того, вміст і склад органічного матриксу піддаються значним змінам в залежності від ступеня мінералізації кісткової тканини. Відомо, що при тривалій обробці кістки в розведених розчинах кислот її мінеральні компоненти розчиняються і залишається гнучкий м'який органічний залишок (органічний матрикс), що зберігає форму кістки. Міжклітинний органічний матрикс компактної кістки складає близько 20%, неорганічні речовини - 70 %, вода - 10%. У губчастій кістці домінують органічні компоненти, які складають більше 50 %, на долю неорганічних компонентів приходиться 33-40%. Внаслідок відмінностей у відносній питомій масі органічних і неорганічних компонентів нерозчинних мінералів припадає на частку половини маси кістки [41].

Неорганічний матрикс кісткової тканини. Більше 100 років тому було висловлено припущення, що кристали кісткової тканини мають структуру апатиту. Дійсно, кристали кістки відносяться до гідроксиапатитів, мають форму пластин або паличок і хімічний склад - Са10(РО₄)₆(ОН)₂, (розміри 20 х 5 х 1,5 нм).

Кристали гідроксиапатитів складають лише частину мінеральної фази кісткової тканини, інша частина представлена аморфним фосфатом кальцію Са₃(РО₄)₂. Вміст аморфного фосфату кальцію схильний до значних коливань залежно від віку. Аморфний фосфат кальцію переважає у ранньому віці, в зрілій кістці переважаючим стає кристалічний гідроксиапатит. Зазвичай аморфний фосфат кальцію розглядають як лабільний резерв іонів Са ²⁺ і фосфату. Сумарна поверхня кісткових кристалів становить близько 400000м².

Гідроксиапатити кальцію можна поділити на:

• Природні (тваринного походження), які розсмоктуються шляхом клітин-ної резорбції їх одержують із кісток великої рогатої худоби;
• Синтетичні, що розсмоктуються у тканинній рідині незалежно від ступеня заповнення дефектів власною кісткою пацієнта;

Синтетичні, що не розсмоктуються.

У організмі дорослої людини міститься близько 1,5 кг кальцію, який майже цілком знаходиться у кістках і зубах, утворюючи разом із фосфатом нерозчинний гідроксиапатит. Велика частина кальцію у кістках постійно оновлюється.

Щодня кістки скелету втрачають і знов відновлюють приблизно 700-800 міліграмів кальцію. До складу мінеральної фази кістки входить значна кількість іонів, які, зазвичай, не містяться у чистому гідроксиапатиті, наприклад, іони натрію, магнію, калію, хлору та ін. Вважається, що в кристалічній решітці гідроксиапатиту іони Са²⁺ можуть замщуватись іншими двовалентними катіонами, тоді як аніони, відмінні від фосфату і гідроксилу, або адсорбуються на поверхні кристалів, або розчиняються у оболонці гідрату кристалічної решітки.

Органічний матрикс кісткової тканини. Приблизно 95% органічного матриксу доводиться на колаген. Разом з мінеральними компонентами колаген є головним чинником, що визначає механічні властивості кістки. Колагенова волокнина кісткового матриксу утворена колагеном типу І. Як зазначалось вище, даний тип колагену входить також до складу сухожиль і шкіри, проте колаген кісткової тканини володіє деякими особливостями. Є дані, що в колагені кісткової тканини дещо більше оксипроліну, ніж у колагені сухожилків і шкіри.

Ще одна особливість кісткового колагену - підвищений у порівнянні з колагеном інших тканин вміст фосфату. У сухому демінералізованому кістковому матриксі міститься близько 17% неколагенових білків, серед яких знаходяться і білкові компоненти протеогліканів. В цілому кількість протеогліканів у щільній кістці що сформувалася, невелика.

До складу органічного матриксу кісткової тканини входять глікозаміноглікани, основним представником яких є хондроїтин-4-сульфат. Хондроїтин-6-сульфат, кератансульфат і гіалуронова кислота містяться у невеликих кількостях. Прийнято вважати, що глікозаміноглікани мають безпосереднє відношення до осифікації. Осифікация (окостеніння) - фізіологічний процес імпрегнації міжклітинної речовини хрящової або сполучної тканини мінеральними солями, що протікає при утворенні кісткової тканини. Показано, що окостеніння супроводжується зміною глікозаміногліканів: з'єднання, що сульфатуються, поступаються місцем несульфатованим.

Кістковий матрикс містить ліпіди, які є безпосереднім компонентом кісткової тканини, а не є домішкою у результаті недостатнього видалення збагаченого ліпідами кісткового мозку. Ліпіди беруть участь у процесі мінералізації. Вважається, що ліпіди можуть відігравати важливу роль в утворенні ядер кристалізації при мінералізації кістки.

Біохімічні і цитохімічні дослідження показали, що остеобласти - основні клітини кісткової тканини - багаті на РНК. Високий вміст РНК у кісткових клітках відображає їх активність і постійну біосинтетичну функцію.

Своєрідною особливістю кісткового матриксу є висока концентрація цитрату: близько 90% його загальної кількості в організмі приходиться на долю кісткової тканини. Прийнято вважати, що цитрат необхідний для мінералізації кісткової тканини. Ймовірно, цитрат утворює комплексні з'єднання з солями кальцію і фосфору, забезпечуючи можливість підвищення концентрації їх у тканині до такого рівня, при якому можуть розпочатись кристалізація і мінералізація. Окрім цитрату, в кістковій тканині виявлені сукцинат, фумарат, малат, лактат і інші органічні кислоти [3, 6, 10, 28, 29, 57].

Класифікація захворювань кісток

Найбільш поширеною є класифікація захворювань кісток, в основі якої лежать етіологічний і патогенетичний принципи. У класифікації приведені схожі за морфологією групи патологічних процесів без перерахування окремих нозологічних форм. Розрізняють такі групи хвороб кісток:

• Запальні;
• Травматичні;
• Дистрофічні;
• Диспластичні.

Травматичні пошкодження кісток являються однією із найбільших груп патології кісток: переломи, травматичний артроз, деформуючий артроз та ін.

Неспецифічні запальні захворювання кісток (остеомієліт, остит та ін.) викликаються стрептококами і стафілококами. Існують також специфічні запальні захворювання кісток, які зустрічаються при туберкульозі, актиномікозі, сифілісі, бруцельозі тощо. Неспецифічний остеомієліт поширюється гематогенним шляхом, через кров, шляхом поширення запалення на кістку з інших органів і тканин або в результаті екзогенного інфікування кістки за наявності рани.

Дистрофічні захворювання кісток, остеохондропатії, характеризуються порушенням місцевого кровообігу кістки і появою ділянок асептичного некрозу в її губчастій речовині. Ці хвороби кісток виникають у результаті аліментарних роз-ладів (цинга, рахіт тощо), під впливом токсичних уражень (фосфорні, фтористі й інші отруєння), при ендокринних захворюваннях (паратиреоїдна остеодистрофія та ін.)

Диспластичні захворювання кісток - це недостатній або надлишковий розвиток кісток, у тому числі гігантизм, пороки розвитку хрящової тканини, остеосклероз. До цієї ж групи хвороб відносяться пухлини кісток - доброякісні (остеома, амелобластома, остеоїдостеома, хондрома та ін.) і злоякісні (первинні - остеогенна саркома тощо та вторинні - метастатичні) [7, 12-14, 20].

Хрящова тканина

Хрящ (лат. cartilago) - різновид сполучної тканини в організмі людини та інших хребетних, що виконує опорно-механічну функцію. Цікавою особливістю хрящової тканини є високий вміст води (до 75%), що забезпечує пружноеластичні властивост хряща, зв'язуючись із молекулами протеогліканів. Близько 15% хрящової тканини складають органічні речовини, 8% - неорганічні солі. В хрящовій тканині відсутні судини, але є клітини - хондроцити і хондробласти. Це дуже важлива особливість, яка притаманна тільки цій тканині. Живлення хряща відбувається за рахунок дифузії поживних речовин з охрястя. Розрізняють 3 види хрящової тканини:

• Гіалінова;
• Еластична;
• Волокниста.

Функції хряща: формотворна, опорна.

Хондробласти - малодиференційовані клітини неправильної витягнутої форми, здатні до проліферації та синтезу міжклітинної речовини хряща. Розвиток хондробластів здійснюється від напівстовбурових клітин прехондробластів, що походять до стовбурових клітин мезенхіми. Гістогенетичний ряд (диферон) представлений стовбуровими, напівстовбуровими клітинами, хондробластами та хондроцитами. Цитоплазма хондробластів містить добре розвинуту гранулярну ендоплазматичну сітку, де міститься багато РНК, що вказує на інтенсивний перебіг синтетичних процесів.

Хондроцити - клітини неправильної округлої або полігональної форми, що розміщені в порожнинах (лакунах) міжклітинної речовини ізольовано або групами з 2-4 клітин. Останні мають назву ізогенних груп клітин, так як утворюються шляхом розмноження з однієї материнської клітини. Розрізняють три типи хондроцитів: І тип, відносно мало диференційованих клітин відносять до, так званої, первинної хрящової тканини. Високе ядерно-цитоплазматичне співвідношення, у цитоплазмі добре виражені елементи комплексу Гольджі, багато мітохондрій і вільних рибосом. У хондроцитах ІІ типу ядерно-цитоплазматичне співвідношення нижче, у цитоплазмі підвищений вміст РНК, елементів гранулярної ендоплазматичної сітки та елементів комплексу Гольджі, які забезпечують утворення і виділення у міжклітинний простір протеогліканів та глікозаміногліканів. Хондроцити III типу відрізняються найнижчим ядерно-цитоплазматичним співвідношенням, сильним розвитком і впорядкованим розташуванням гранулярної ендоплазматичної мережі. Ці клітини зберігають здатність до утворення і секреції білка (колагену), але в них знижується синтез глікозаміногліканов.

Хондринові волокна побудовані з колагену II типу (гіаліновий та волокнистий хрящі) або еластину (еластичний хрящ). Хондринові волокна концентруючись навколо лакун, утворюють, так звану, капсулу хрящової клітини.

Гіаліновий хрящ локалізований у стінках трахеї, бронхів, у місцях з'єднання ребер з грудниною, на суглобових поверхнях і в метаепіфізарних пластинках росту кісток. Еластичний хрящ міститься у вушній раковині, слуховій трубі, зовнішньому слуховому ході, ріжкоподібних і клиноподібних хрящах гортані. В свою чергу волокнистий хрящ формує міжхребцеві диски, симфіз лобкових кісток, локалізується у місцях переходу сухожилля у гіалінову хрящову тканину. У нативному стані гіаліновий хрящ напівпрозорий, світло-блакитного кольору.

Гістологічно у складі гіалінового хряща розрізняють перихондрій та власне хрящ. Перихондрій складається з поверхневого волокнистого шару, де переважають колагенові волокна, та глибокого клітинного шару, в якому містяться хондробласти та прехондробласти. Поверхневий шар перихондрію має багато судин, що забезпечують трофіку хряща. За рахунок глибокого клітинного шару охрястя відбувається фізіологічна регенерація та периферійний ріст хряща. Власне хрящ складається з ізогенних груп хондроцитів, а також молодих поодиноких хондроцитів, оточених хондромукоїдом і хондриновими волокнами. Морфологічною особливістю гіалінового хряща суглобів є відсутність охрястя на суглобовій поверхні. Хондроцити в глибині суглобового хряща мають округлу форму і розташовані рядами. Між суглобовими поверхнями знаходиться синовіальна рідина, що виділяється у суглобову порожнину клітинами синовіального шару суглобової капсули і слугує змащувальним компонентом [6, 9, 15, 28, 57].

Гістогенез, вікові зміни та регенерація хрящової тканини

Хрящовий остеогенез (загальна схема):

• Формування хрящової моделі майбутньої кістки.
• Перихондральне окостеніння. Біля хряща утворюється "кісткова манжетка".
• Енхондральне окостеніння - проходить із утворенням діафізарного центру окостеніння. Відбувається закладка остеонів.
• Вростання в епіфізарну частину хрящової моделі кровоносних судин і утворення епіфізарного центру окостеніння. Таким чином, між епіфізар-ним і діафізарним центрами окостеніння формується метафізарна пластинка росту.

Хрящова тканина в онтогенезі утворюється з мезенхіми. У процесі хондрогістогенезу частина клітин мезенхіми губить свої відростки, округлюється та утворює хрящовий зачаток, що має назву хондрогенний острівець. Мезенхімальні клітини в його складі диференціюються у хондробласти. На стадії утворення первинної хрящової тканини, з перетворенням хондробластів у хондроцити першого типу, посилюється синтез колагену, виникають колагенові волокна. Фізіологічна регенерація хрящової тканини відбувається завдяки діяльності хондроцитів та хондробластів, а також виробленню ними колагену та еластину.

Є два способи росту хряща - внутрішній (інтерстиційний) та шляхом накладання (апозиційний). Внутрішній ріст хряща здійснюється завдяки розмноженню молодих хондроцитів і новоутворення ізогенних груп клітин. Апозиційний ріст відбувається за рахунок перихондрію - проліферації хондробластів глибокого шару, перетворення хондробластів у хондроцити та утворення міжклітинної речовини [10, 22, 23, 53].

Наноматеріали для відновлення кісткової тканини

Важливою проблемою сучасної медицини є створення матеріалів, які замінять втрачені внаслідок дії різних етіологічних факторів тканини організму людини. Вченими також ведуться розробки щодо відновлення ушкодженої тканини шляхом застосування штучних активаторів тканин та органів, їх замінників, які можуть підтримувати функціональність регенератів і інтегрувати з тканинами організму [17-19].

Відомо, що всі живі системи регулюються молекулярними взаємодіями на нанорівні. Організація клітин і відповідні властивості тканини значно залежать від структури екстрацелюлярного матриксу (ЕЦМ), який має складну будову із просторовими рівнями організації, які охоплюють декілька порядків величин від сантиметрів до нанометрів. У природній тканині наномасштабні взаємодії білків є ключовими в контролюванні таких функцій клітин, таких як проліферація, міграція і продукція ЕЦМ [32].

Через це клітинам притаманна взаємодія з наноструктурними поверхнями. Тому стає очевидним, що біоматеріали, які створені з нанометрових компонентів, мають перевагу з біологічної точки зору і вивчаються як перспективні [68, 95]. Проведеними дослідженнями встановлено, що біологічні властивості нанобіоматеріалів обумовлені взаємодією з білками, які контролюють клітинні функції [96, 100].

Різні види біокераміки використовують для замщення дефектів скелетних тканин. Ефективність їх застосування залежить від активності взаємодії з навколишніми тканинами та моменту замщення втрачених тканин або припинення процесів регенерації. Таке застосування включає збільшення об'єму кістки, усунення дефектів кісток та їх реконструкцію [95].

Біокераміки для імплантації поділяють на біоінертні та біоактивні, які, в свою чергу поділяються на резорбуючі і нерезорбуючі.

Підвищена адгезія остеобластів (кістково-формуючих клітин) на нанорозмірних матеріалах вперше описана в 1999 році - частинки оксиду алюмінію розміром від 49 до 67 нм та двооксиду титану розміром від 32 до 56 нм виявились більш сприятливими для адгезії остеобластів у порівнянні з відповідними мікророзмірними матеріалами [21, 91, 92].

Біоінертні кераміки являють собою біосумісні матеріали, що морфологічно контактують з тканинами без будь-якої біохімічної взаємодії. Частіше використовують алюмінію оксид (Al₂O₃), цирконію оксид (ZrO₂) та вуглець (С). Останніми десятиліттями титан та його сплави потіснили інертні біокераміки в багатьох галузях, але наноструктурування останніх дозволило покращити їх механічні властивості, біосумісність та хімічну гомогенність [88].

До біоактивних нерезорбуючих керамік належать матеріали, що викликають специфічну біологічну відповідь, взаємодіючи з суміжними тканинами: кераміки на основі кальцію фосфату (Calcium Phosphate Ceramics, CPC), біоактивні стекла, біоактивні склокераміки та мінеральні триоксидні агрегати (Mineral Trioxide Aggregate, MTA) [27, 93].

Загальною особливістю відомих біоактивних імплантаційних матеріалів є те, що для утворення взаємозв'язку з тканинами повинен сформуватися шар біологічно активного гідроксилкарбонату апатиту, формування якого, подібного до кісткового, відбувається завдяки виходу іонів кальцію та фосфату з поверхні біоматеріалу. Шар апатиту є своєрідним містком, який з'єднує іонно-сполучену біокераміку з органічно-сполученою кісткою [39, 94].

Головним представником родини Calcium Phosphate Ceramics є гідроксиапатит кальцію (ГА) Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂, який входить у мінеральну складову кістки. Головне показання для його застосування - можливість створення прямого контакту з живою кісткою. У разі високої кристалічності і різноманіття розмірів частинок ГА належить до нерезорбуючих біоактивних керамік, у протилежному випадку - до резорбуючих [37, 42].

Зважаючи на невисокі механічні властивості ГА, даний матеріал застосовують у вигляді порошку для заповнення кісткових порожнин, покриттів, порожнистих утворів/матриць та імплантатів, що не несуть значного навантаження, як заповнювач дефектів при втраті кісткової тканини або для покриття титанових поверхонь ортопедичних і дентальних імплантатів [52, 102].

Присадки до ГА у вигляді Mg²⁺, Zn²⁺, Cd²⁺, Y³⁺, La³⁺, In³⁺ або Bi³⁺ покращують його біосумісність. Ці іони, ймовірно, замщують іони Са²⁺ в кристалічній структурі ГА, створюючи місця для абсорбції протеїнів та наступної адгезії клітин. Зокрема, значно вищою є адгезія остеобластів на ГА з присадкою Y, можливо, завдяки його підвищеній пористості. ГА з присадкою тривалентних катіонів повільніше розсмоктується, ніж з присадкою бівалентних катіонів. Найповільніше розсмоктується ГА з присадкою Ві [37, 42].

Подальші дослідження цих нанокерамік показали, що проліферація in vitro та довготермінові функції остеобластів (внутрішньо- та позаклітинний матричний синтез білків, зокрема колагену та лужної фосфатази, кальційвмісне мінеральне осадження та інші) підвищувалися на кераміках з розмірами гранул чи волокон менше 100 нм [95, 100]. Наприклад, чотири-, три- та двократне зростання рівня осадження кальцію спостерігалося при культивуванні остеобластів до 28 днів на нанофазі в порівнянні зі звичайними формами відповідно алюмінію оксиду, титану диоксиду, ГА. Крім того, функції остеобластів (зокрема, життєздатна клітинна адгезія, проліферація та осадження кальцію) були навіть більше підвищені на нановолоконних структурах, ніж на наносферах. Нановолокна краще відповідали формі кристалів ГА та волокон колагену в кістці [30, 91].

Оскільки відомо, що ушкодження поверхневих шарів хімічного складу та/ або кристалічних структур можуть впливати на функції кісткових клітин, важливо, щоб звичайні кераміки, протестовані у дослідженнях, мали хімічний склад та кристалічні структури, подібні до відповідних нанофазних матеріалів, які відрізнялися лише особливостями нанорозмірних поверхонь [90, 97, 102].

Крім активації функцій остеобластів, спостерігалося також зростання функцій остеокластів (кістково-резорбуючих клітин) на нанофазних кераміках. Наприклад, синтез остеокластами тартратрезистентної кислої фосфатази та подальше утворення резорбційних шахт відбувалися вдвічі потужніше на нанофазі, ніж на звичайному гідроксиапатиті (ГА).

Скоординовані функції остеобластів та остеокластів важливі для утворення і збереження здорової нової кістки, розташованої безпосередньо поруч з ортопедичним/дентальним імплантом. Тому результати дії активованих остеобластів, у поєднанні з більш активними остеобластами, можуть сприяти більш швидкому ремоделюванню кістки, сформованої на поверхнях імплантату з нанофазної кераміки [64, 97].

Справді, деякі нещодавні дослідження in vivo довели посилене формування у щурів нової кістки на металах, покритих нанофазним апатитом, порівняно зі звичайним апатитом. Посилене формування нової кістки було помітніше на чистому або вкритому нанофазним ГА танталі, ніж на танталі, вкритому мікророзмірним ГА. Це дозволяє переносити дані, отримані in vitro, на ситуацію in vivo щодо покращення росту кістки на нанофазних матеріалах. Показано також зменшення впливу конкуруючих клітин організму з поверхнею імпланту, наприклад, фібробластів (клітини, що вкривають фіброзною капсулою та формують калус, які можуть призводити до пошкодження і відторгнення імплантату), що спостерігалося на нанофазі порівняно зі звичайними кераміками й полімерами. Зокрема, співвідношення рівнів адгезії остеобластів до фібробластів підвищено від 1:1 на звичайному оксиді алюмінію до 3:1 на нанофазі цієї сполуки [95, 97].

Подібні зміни спостерігалися не тільки на нанофазних кераміках, а й на нанометалах, нанополімерах та нанокомпозитах. Наприклад, порівняно зі звичайним Ti, його сплавами (Ti6Al4V) та CoCrMo, відповідні нанофазні метали, виготовлені традиційною порошковою металургією, посилюють адгезію остеобластів, проліферацію, синтез колагену та лужної фосфатази, осадження кальцію на колагеновій сітці [94, 101].

Більшість досліджень проведених стосовно керамік та металів, показали бажані для перебігу активного остеогенезу властивості поверхні в нанометровому діапазоні, які досягають шляхом зменшення розміру утворюючих компонентів матеріалів (таких, як частинки, гранули чи волокна). Проте, у зв'язку з різноманітністю способів їх виготовлення використовують різні техніки отримання нанометрових поверхонь у полімерів (хімічне травлення, формування ниток, електронно-променева літографія, розшарування полімера) [78].

З'ясовано, що підвищена адгезія остеобластів із зниженою адгезією фібробластів спостерігались на зразках полілактид глікозидної кислоти (ПЛГК), сформованих із наноматеріалу в порівнянні зі звичайними. Хоча ця підвищена адгезія остеобластів і знижена адгезія фібробластів спостерігалися на поверхнях із нанопокриттям, порівняно зі звичайними поверхнями матеріалів, полімери на зразок ПЛГК можуть сприяти кращому відновленню пошкодженої кісткової тканини, внаслідок їх керованої здатності до біологічного розпаду. Таким чином, під час природної регенерації кісткової тканини ці полімери розпадаються in vivo шляхом гідролізу на нетоксичні, природні метаболіти (зокрема, молочну й гліколеву кислоти), які входять до нормального метаболічного обігу в циклі трикарбонових кислот та зрештою виводяться з організму у вигляді вуглецю диоксиду та води [31, 70].

Оскільки природна кістка складається з органічних (переважно колаген І типу) та неорганічних компонентів, було визначено функції кісткових клітин на нанофазних керамічних/полімерних композитах. Проведені дослідження виводять на перший план реакцію остеобластів на композити ПЛГК, поєднаних окремо з нанофазами оксиду алюмінію, диоксиду титану та ГА (співвідношення кераміка/полімер - 30/70). Наприклад, до трьох разів більше остеобластів адгезуються до ПЛГК, коли вона містить нанофазу, порівняно зі звичайним диоксидом титану. Проте, нанофазні керамічні частинки мають тенденцію до агломерації при додаванні до таких полімерів. В подальшому вивчали збільшення дисперсії нанофази диоксиду титану в ПЛГК для досягнення більшої шорсткості наноповерхні, що веде до підвищених функцій остеобластів (включаючи адгезію, синтез коллагену, активності лужної фосфатази та осадження кальцію) на полімерних композитах з більшою дисперсією нанокераміки. Посилена адсорбція білку, важлива для опосередкування адгезії остеобластів спостерігалася, коли вміст нано-ГА зростав від 10 до 70 ваг. %. Крім того, підвищені механічні властивості (такі, як модуль стиснення) спостерігалися у нанофазних ГА/ полі(лактид) композитів (ПЛК), порівняно з мікророзмірними ГА/ПЛК композитами та чистою ПЛК. Ці нано- та мікророзмірні ГА композитні матриці з високою пористістю (90% і вище) готувалися термально-індукованою фазною сепарацією [70].

Важливо, що нанофазні біокомпозити можуть бути синтезовані із заданими твердістю, гнучкістю, жорсткістю та в'язкістю, які суттєво відрізняються від звичайних матеріалів, але дуже схожі на фізіологічну кістку. Справді, більші механічні можливості відзначалися у біокомпозитів зі зменшенням розміру гранул до нанометрового діапазону. Наприклад, McManus et al., 2005, повідомили, що модулі гнучкості композитів ПЛК з 40 та 50 ваг. % нанофази (Й100 нм) оксиду алюмінію, диоксиду титану та ГА були значно більші, ніж у відповідних композитних матеріалів зі звичайними грубодисперсними кераміками. Зокрема, порівняно з модулем гнучкості 60±3 МПа для чистої ПЛК та 870±30 МПа для звичайних композитів диоксид титану/ПЛК у співвідношенні 50/50, відповідна величина нанофазних композитів диоксид титану/ПЛК у тому ж співвідношенні склала 1960±250 МПа [72].

Крім композитів "кераміка/полімер", заслуговують на увагу для застосування у дентальній імплантації також композити "вуглецеве нановолокно/ полімер", з огляду на можливість отримання композитом тих електричних та механічних властивостей, які належать вуглецевим нановолокнам. Потужну реакцію остеобластів відмічали, коли вуглецеві нановолокна були вмонтовані в поліуретан (ПУ) [80, 92]. Зокрема, три- та чотирикратна кількість життєздатних остеобластів адгезувала на композиті, коли ПУ був поєднаний з 10 та 25 ваг. % вуглецевих нановолокон, відповідно. Як вважається, вуглецеві нановолокна більше сприяють адгезії остеобластів у порівнянні зі звичайними вуглецевими волокнами та Ti (ASTM F-67). Таким чином, ці дослідження ілюструють здатність нанофазних композитів активувати функції кісткових клітин чи то при самостійному використанні, чи у формі композиту з полімером. Такі наноструктурні біокомпозити відкривають перспективи, які ще не використані в щелепно-лицевій хірургії, тим більше що такі матеріали можуть бути виготовлені з такою ж мікро- та наноархітектурою, що й у здорової кістки. Їх покращені механічні та біосумісні властивості обіцяють у майбутньому більшу ефективність використання ортопедичних/дентальних імплантатів [94, 100].

Окрім експериментальних доказів, існує достатня теоретична база обгрунтування особливих механічних та поверхневих властивостей наноматеріалів для тканинно-інженерного застосування. Наприклад, теорія механічної деформації вказує, що фракція великих обсягів міжфазових областей, порівняно з загальними матеріалами, веде до збільшеної деформації ковзанням на межі гранул та короткодистантних подій розсіювання-зрощення через зменшений розмір гранул, збільшуючи, таким чином, піддатливість нанокристалінової кераміки. Крім того, порівняно зі звичайними кераміками, нанофазні кераміки мають більшу поверхневу шорсткість внаслідок зменшення розміру гранул та, можливо, зменшення діаметру поверхневих пор. Також нанофазні кераміки мають підвищену поверхневу змочуваність завдяки більшій поверхневій шорсткості та більшому числу гранулярних меж (дефектів матеріалу) на їх поверхні. Відповідно до цієї теорії, впровадження нанобіотехнологій у тканинну інженерію не являє собою традиційного для біоматеріалів підходу спроб і помилок, проте має численні наукові докази [30, 64, 92, 93].

Біоактивні стекла та склокераміки також є сумісними із живими тканинами. Біоактивні склокераміки мають підвищену механічну міцність порівняно з біоактивними стеклами. Ці класи біокерамік застосовують для заповнення зубної лунки після видалення зубаз метою збереження рівня кістки та контурів з метою подальшого протезування. Їх наноструктурування має на меті підвищення біосумісності та механічних властивостей [45].

Резорбуючі біокераміки розкладаються протягом певного часу і замщаються тканинами організму. Складність розробки таких матеріалів полягає у необхідності підтримання міцності та стабільності з'єднання під час їх розкладу і заміщення природною тканиною та вирівнювання темпу резорбції з темпом репарації тканин [36, 95].

Майже всі резорбуючі кераміки є різновидами фосфату кальцію CaPO₄. По-ристі або порошкові СРС (Calcium Phosphate Ceramics) - вдалий матеріал для замщення кістки, коли до нього прикладаються незначні навантаження, наприклад, для корекції періодонтальних дефектів та збільшення кісткових контурів [43].

Однією з найбільш перспективних є методика покриття ортопедичних матеріалів за допомогою електростатичного розпилювального накладення (Еlectrostatic Spray Deposition, ESD) СаР через можливість настроювання морфології і складу покриття. Через це ESD дозволяє створювати пористі покриття СаР, які мають більшу площу поверхні доступну до взаємодії з білками, а також їх можна застосовувати для доставки лікарських засобів.

До категорії резорбуючих біокерамік природного походження належать корали. Їх застосування засноване на структурній подібності до кістки. Головний компонент коралів - СаСО - поступово розсмоктується в організмі. Крім того, шляхом гідротермального обмінного процесу корали можуть бути перетворені на НА (НА-трансформований корал). Обидва різновиди коралів використовують для репарації травмованої, ураженої кістки або корекції різних кісткових дефектів [37, 42].

До резорбуючих матеріалів належить також сульфат кальцію - CaSO₄ . Його часто використовують разом з демінералізованими замороженими сухими кістковими аллотрансплантатами в лікуванні захворювань періодонту. Наявність бар'єру з CaSO виключає появу сполучної тканини і сприяє регенерації кістки.

Його біосумісність забезпечується тим, що остеобласти продовжують функціонувати в присутності CaSO . Нанотехнологія дає можливість розробляти так звані "розумні резорбуючі матеріали" з особливими властивостями шляхом впровадження специфічних присадок та покращення інтеграції між цими матеріалами та природними тканинами [44].

Кісткові клітини також можуть рости і проліферувати на основі карбонових нанотрубок (КНТ). Так як КНТ не зазнають біодеградації, вони служать інертною матрицею, на якій клітини можуть проліферувати і відкладати новий кістковий матеріал, який стає функціональноспроможною нормальною кістковою тканиною. КНТ мають нейтральний електричний заряд, підтримуючий ріст клітин і синтез плоских кристалів. КНТ перспективні у відновленні кісткових дефектів кісток людини, пов'язаних із видаленням пухлин, травмами і вродженими деформаціями кісток [103].

Матриці з нановолокон виявилися вражаюче перспективними як основа для тканинної інженерії при відновленні структури кісток людини [106]. Нановолокна завдяки своїй видовженій будові, на відміну від наночастинок, більш активні для застосування в якості базисних компонентів для тканинної інженерії. Перевагами є висока пористість, варіабельний розподіл розмірів пор, високе співвідношення поверхня/об'єм і морфологічна подібність до природного ЕЦМ [67].

Результати досліджень in vivo [86] та in vitro [65, 68] показали, що мезенхімальні стовбурові клітини зазнають остеогенної диференціації за підтримки основи з нановолокон. Стромальні клітини кісткового мозку людини добре пристають і проліферують на полімерних нановолокнистих основах. Клітини поперечно з'єднуються із нановолокнами в матриксі і формують тривимірну клітинну сітку. Навіть якщо діаметр пор нановолокнистого матриксу є малим, було виявлено, що клітини мігрували матриксом, оптимізуючи розмір пор. Клітини амебоподібними рухами проштовхували оточуючі волокна вбік, так як останні мають дуже низький опір [67, 106].

Для отримання нановолокон у останні роки часто застосовують метод електроформування або електроспінінгу (electrospinning) через його властивості і відносну легкість створення основ [106]. Велика кількість полімерних біоматеріалів, включаючи небіодеградуючі і біодеградуючі (природні чи штучні) полімери перетворені на волокнисту основу. Небіодеградуючі полімери, такі як поліуретан [63], поліестеруретан [83] можна застосовувати для створення тканин, які потребують значної механічної стабільності, таких як зв'язки, м'язи, але їх довго живучість, в цілому, перешкоджає тканинному обороту і ремоделюванню, тому більша увага в тканинній інженерії приділяється біодеградуючим полімерам. Комбінована ферментативна і гідролітична деградація полімерів створює простір в основі, який сприяє проліферації клітин і відкладенню синтезованого ЕЦМ. На сьогодні більш ніж 100 різних біодеградуючих полімерів створені за допомогою електроспінінгу і понад 30 з них застосовують у різноманітних напрямках тканинної інженерії [68]. Серед природних полімерів для застосування в ортопедії і травматології були сформовані в тривимірну нановолокнисту основу колаген, еластин, желатин, фібриноген, фіброїн шовку, гіалуронан і хітозан.

Серед синтетичних полімерів, які біологічно розкладаються і виявилися перспективними для застосування в ортопедії, є полі (а-гідроксиефірні) полімери [65]. На додаток до полі (а-гідроксиефірів), поліфосфазени, які також біологічно розкладаються, застосовуються як матеріал для нановолокон. Поліфосфазе-ни формують новий клас полімерів через їх високу біосумісність, нетоксичність продуктів розпаду і синтетичну гнучкість, мають унікальні хімічні, фізичні і біо-логічні властивості [73]. Крім того, показана можливість створення композитних нановолокон шляхом інкапсулювання наночастинок ГА нановолокнами поліфосфазену з метою розробки основи для інженерії кісткової тканини, яка має кращу остеокондуктивність і остеоіндуктивність [34].

В основі росту і регенерації кісткової тканини лежать процеси на нанорівні, саме тому використання потрібних нанобіоматеріалів є логічним шляхом вирішення ряду проблем травматології, хірургії, зокрема черепно-щелепно-лицевої ділянки. Вони здатні забезпечувати кращі умови для регенерації кісткової тканини та механічну стабільність. Нанобіотехнології застосовують для вдосконалення існуючих імплантатів, а також створення базису для інженерії кісткової тканини.

Нещодавно компанія NanoMech (США) запатентувала нову технологію нанесення покриття на титанові поверхні імплантатів під назвою NanoSpray®, яка полягає у електростатичному накладанні покриття на поверхню імплантату з гідроксиапатиту з подальшим мікрохвильовим спіканням [98]. Застосування цієї технології забезпечує кращий контроль за структурою поверхні, поліпшує адгезію, біологічну сумісність, а також механічні властивості імплантатів [59]. Таке покриття має ряд переваг:

• покращена міцність з'єднання запобігає відшаруванню від імплантату шару покриття;
• подібність хімічного складу покриття до натуральних тканин кістки (від-ношення Ca/P дуже близьке до природної кістки);
• велика ефективна площа поверхні призводить до прискорення проліфе-рації і диференціації клітин;
• наноширохуватість і нанорозмірні пори сприяють остеоінтеграції імп-лантату;
• покриття з висококристалічного гідроксиапатиту зменшує розчинення мінералу в тканинах організму.

Для покращення взаємодії імплантатів з кісткою компанією Nano Bridging Molecules® (Швейцарія) запропонований засіб для покриття стоматологічних і ортопедичних імплантатів SurfLink®, що складається з мультифосфонованих молекул, які взаємодіють з оточуючою кістковою тканиною, формуючи прямий ковалентний зв'язок між імплантатом і кісткою. Доведено, що біоміметичні властивості речовини запускають швидкий і прискорений ріст кістки. SurfLink® стійкий в організмі, практично не зазнає хімічної і ферментативної деградації [99].

Сучасні дані про будову кісткової тканини стверджують, що кістка - типовий приклад природного високоструктурованого нанокомпозиту, в якому поєднані природні нановолокна і наночастинки з органічних і неорганічних речовин. Відтворення структурно-функціональних особливостей кістки на нанорівні, при створенні імплантатів, за допомогою синтетичних або напівсинтетичних наноматеріалів забезпечить максимально ефективну взаємодію з живою тканиною, що дасть можливість значно покращити результати лікування хворих із захворюваннями чи травмами кісток взагалі та щелепно-лицевої ділянки зокрема.

Наноматеріали для застосування в хірургії суглобів

Актуальним питанням для хірургії є відновлення хрящової тканини. Хрящова тканина не здатна повноцінно регенерувати, тому виникає схильність до повторного ушкодження хряща в тому ж місці, що разом із низьким вмістом клітин та ізоляцією від судинної мережі - джерела біологічно активних речовин, обмежує відновлення хряща. Зрілий суглобовий хрящ не може регенерувати спонтанно внаслідок низької мітотичної активності, яка контрастує з високим рівнем мітозів хондроцитів (клітин, що синтезують хрящ) протягом періоду нормального росту хряща. Відповідно до цього, хірургічні лікувальні стратегії відновлення хряща спрямовані на отримання впливу, доступу до регенеративних сигнальних молекул та клітин, що знаходяться у підхрящовому кістковому мозку. Але ці методики є травматичними та потребують свердління чи протискування через суглобовий хрящ у кістковий мозок і завдають ще більших ушкоджень хрящовій тканині, часто, без досягнення терапевтичного ефекту [30, 62].

Біомеханічні та біохімічні властивості отриманої тканини в цілому не відповідають непошкодженому хрящу через ріст фіброзного хряща. Вчені припускають, що тканинна інженерія, поєднана з наноматеріалами, може дати багатообіцяючі можливості регенерації хряща природнім шляхом. Один з підходів для отримання кращих біоматеріалів для регенерації хряща - наслідувати або близько відповідати складу, мікроструктурі та властивостям активаторам регенерації природного хряща [89]. Наприклад, Park et al. приготували наноструктурну ПЛГК хімічним травленням ПЛГК в 1 N розчині NaOH протягом 10 хв. Результати показали, що на оброблених NaOH тривимірних матрицях ПЛГК підвищувалися функції хондроцитів (такі, як адгезія, ріст, диференціація та синтез позаклітинного матриксу) в порівнянні з необробленими, звичайними матрицями ПЛГК. Зокрема, число життєздатних хондроцитів, загальний вміст внутрішньоклітинного білку та кількість компонентів позаклітинного матриксу (таких як глікозаміноглікани та колагени) були значно вищими на оброблених NaOH матрицях ПЛГК, ніж на необроблених. Основні властивості матеріалу, які, можливо, вплинули на функції хондроцитів - більша гідрофільна поверхня (завдяки гідролітичному розпаду ПЛГК під дією NaOH), збільшена площа поверхні, змінена пористістю (відсоток та діаметр окремих пор) та більший ступінь шорсткості в нанометровому діапазоні [77].

Окрім полімерних наноматеріалів, на предмет застосування у регенерації хряща вивчали нанокомпозити та природні наноматеріали. Наприклад, Cheng et al. повідомили, що хрящові клітини людини прикріплювалися та добре про-ліферували на нанокристалах ГА, гомогенно диспергованих у композитах ПЛГК [38]. Matthews et al. показали, що колаген ІІ типу може бути електроскрученим і формувати неволокнисті фіброзні матриці з діаметром волокон від 110 нм до 1,8 мм, що підтримують ріст хондроцитів та інфільтрацію. Навіть анодовані метали (Ti), які мають нанометрові пори, посилюють адгезію та міграцію хондроцитів. Дотепер такі дослідження проводили переважно in vitro і наведені дані дають можливість сподіватися на покращення регенерації хряща за допомогою наноматеріалів [71].

Припускають, що тканинна інженерія, поєднана із застосуванням наноматеріалів, може створити майже фізіологічні умови для регенерації хряща природним шляхом. Подальші дослідження у галузі розробки нанорозмірних біосумісних матеріалів для хірургії, у тому числі щелепно-лицевої, створять умови для відновлення природних втрачених тканин та значно підвищать якість життя пацієнтів [17, 30, 66].

Зварювання м'яких тканин та застосування наноплівок в хірургії

Оскільки наноскорини можна синтезувати таким чином, щоб ці структури поглинали інфрачервоне світло без нагрівання навколишніх здорових тканин, у лабораторії професора Дженніфер Уест (Jennifer West) в Університеті Райс (США) їх вирішили використовувати для "зварювання" тканин. На думку авторів, зварені таким методом тканини майже краще і швидше загоюватись. Для зварювання тканин наноскорини занурюють у розчин альбуміну та змащують ним краї рани. При висвітленні країв рани інфрачервоним світлом наноскорини нагріваються і білки, які їх оточують, денатурують й злипаються, як при зварюванні металів. При інфрачервоному освітленні без нанооболонок зварювання не відбувалось. Звичайне лазерне зварювання тканин без нанооболонок було пов'язане з деякими складнощами - світлове випромінювання не здатне проникнути на більшу глибину, а тому зварені шви були дуже тонкими і неміцними, а оточуючі їх тканини сильно пошкоджувались. У технології з нанооболонками ці проблеми були мінімізовані за рахунок підбору випромінювання з певною довжиною хвилі (близької до інфрачервоної), яке в мінімальному ступені поглиналось живими тканинами. Після покриття рани припоєм з нанооболонками та освітлення припою інфрачервоним світлом відбувалось зварювання контактуючих тканин з припоєм. Причому, міцність зварного шва наближала до міцності неушкодженої тканини. Попередні випробування in vivo на мишах показали, що зварні шви не тільки не руйнувалися, але навіть стали міцнішими через 32 дні після початку випробування [40, 54, 84].

Наноплівки. Полілактатне полотно виготовлене за методикою комбінування роботи центрифуги і техніки відшарування. Як допоміжну речовину використовували полівініловий спирт. Отримали самостійне полотно, яке має товщину 20 нм і площу в кілька квадратних сантиметрів. Воно здатне працювати в якості операційного перев'язувального матеріалу, оскільки відмінно закриває розрізи і не вимагає кріплень. Більше того, така "перев'язка" є слушною і в плані післяопераційної реабілітації, оскільки розріз, "заклеєний" подібним волокнистим матеріалом, заживає без небажаних зрощень і шрамів. Очікується, що розроблене полотно буде здатне замінити накладання швів хірургічною ниткою.

Особливо цінною наноплівка є для хірургів, які працюють у косметологічних клініках. Вже знаходяться на стадії розробки перев'язувальні засоби на основі наноплівок. Ідеальним буде вважатися результат, коли плівки будуть, з одного боку, працювати як клеєподібний матеріал. З іншого ж боку, від них очікується, що вони закриють рану з великим ступенем адгезії. У Японії вже розроблена наноплівка, що відповідає цим вимогам. Вона вийшла дуже гнучка, з високим ступенем проникності і великою адгезивністю.

Для показу можливостей нових матеріалів проведена демонстраційна операція, у ході якої наноплівками без накладання швів був зашитий шлунок миші. Було показано, що міцності плівок цілком достатньо для надійного закриття рани. Наявність шрамів не спостерігалась.

Передбачається, що для виходу нової нанотехнології на стадію клінічних випробувань буде потрібно кілька років. Вчені, автори винаходу, висловлюють припущення про те, що заміна ниток і лігатур - не єдина можливість використання наноплівок. Очікується, що такі наноструктури будуть з успіхом застосовувати в таких областях медицини, як хірургічна косметологія і регенеративна терапія. Можливе також їх використання при проведенні ендоскопічних операцій тощо [48, 55, 56, 75, 87].

Наноматеріали в дентальній імплантацїі, остеоінтеграція

Дентальний імплантат - це штифт або штучний корінь зуба, який зроблений із інертного матеріалу (титан, цирконій) і введений у кістку щелепи або під окістя та виконує функцію опори зубних протезів.

Імплантація (стоматологічна) - це метод введення дентального імплантату в кістку або під окістя верхньої та нижньої щелеп.

Імплантація в тканини організму людини виробів зі штучних матеріалів (імплантатів) є одним з актуальних питань медицини, в тому числі і наномедицини. Історія імплантації штучних зубів замість втрачених налічує тисячі років. Дана методика вперше була застосована близько 6 тисяч років тому, коли, за даними археології, були використані перші імплантати зубів з дорогоцінних металів, в основному золота, платини та срібла. Знахідки свідчать, що ще 4000 років тому в древньому Китаї для замщення відсутнього зуба в кістку щелепи вставляли бамбук, а на території давнього Єгипту і Європи більше 2000 років тому з цією метою використовували залізо і дорогоцінні метали. Проте подібні втручання проводилися вже після смерті і були частиною ритуальних обрядів [16-19, 35].

На початку ХХ сторіччя стали використовувати кобальтові та молібденові сплави. Об'єктивні дані про імплантацію зубів, що заклали основу майбутньому розвитку методу, отримані лише на початку XIX століття. Відсутність достовірних знань про асептику і нагноєння ран не могла повною мірою забезпечити успіх імплантації. Процедура імплантації була болісною і супроводжувалась запаленням.

В сучасному вигляді внутрішньокісткова дентальна імплантація запроваджена шведським вченим Пер-Інгвар Бренемарком (Per-Ingvar Brånemark), який у 1952 р. описав феномен довготривалого утримування стороннього тіла в щелепній кістці та назвав це явище "остеоінтеграція" (інтеграції в кісткову тканину титанового імплантату).

Остеоінтеграція (за П.І. Бренемарком) - механізм, пов'язаний з хімічними та біохімічними процесами, які відбуваються у межуючій зоні імплантаткістка при взаємодії оксидного шару титану з кістковою тканиною, у яком важливу роль відіграють протеоглікани [35].

У 1952-1954 р.р. американський вчений Леонард Лінков (Leonard Linkow) запропонував пластинчату конструкцію імплантату та вперше ввів його під окістя щелепи людини. Доктор Л. Лінков став визнаним у світі основоположником одноетапних фіброостеоінтегрованих субперіостальних (підокісних) імплантатів [69].

У 1965 році була створена Шведська національна школа імплантологів, в основу якої покладена теорія остеоінтегруючих двоетапних імплантатів. До 1978 року рівень розробок досягнув стандарту, що дозволяє отримувати добрі результати лікування.

У 1977 році рівень світових досягнень в галузі стоматологічної імплантації значно зріс, що дало високий результат для впровадження методу та покращення лікування. В цьому ж році член-кореспондент НАМН України, професор В.О. Маланчук разом із доцентом В.В. Лосем (Національний медичний університет імені О.О. Богомольця) відновили в СРСР метод дентальної імплантації, який був заборонений МОЗ СРСР у 1956 році. 4 березня 1986 році Міністерство охорони здоров'я СРСР видано наказ № 310 "Про заходи по впровадженню в практику методу ортопедичного лікування з використанням імплантатів", що відкрило нові можливості для розвитку методу в масштабах всієї країни [16-19].

90% сучасних імплантатів виготовляють із титану. Титан (Ti) та його сплави мають гарні механічні і антикорозійні характеристики, біологічну сумісність, завдяки чому їх використовують як матеріал для дентальних імплантатів.

Титан (Ti) - хімічний елемент з порядковим номером 22, атомна вага 47,88. Твердий сріблястий метал, точка плавлення 1675 °C, точка кипіння 3262 °C, густина 4540 кг/м³. Кількість титану в земній корі в декілька разів перевищує запаси золота, срібла, платини, міді, свинцю, цинку, хрому, вольфраму, ртуті, молібдену, вісмуту, сурми, нікелю та олова разом узятих. Кларк титану в основних вивержених породах становить 20,46 атомних %. Тим не менше, промисловий спосіб добування титану був розроблений лише у 40-х рр. ХХ століття.

Вперше металічний титан отримав І. Берцеліус в 1825 році, але метал був дуже забруднений домішками. Багато вчених намагались отримати титан у чистому вигляді, і тільки у 1875 році російський вчений Д.К. Кирилов вперше зміг отримати металічний титан, який містив лише декілька відсотків домішок. У 1910 р. американський хімік Хантер зміг отримати декілька грамів чистого титану, який містив кілька десятих долей відсотка домішок, роблячи його практично непридатним для обробки. Та хоча солі титану вже знаходили застосування, лише у 1925 році отриманий голландськими вченими Ван Аркелем та де Буре титан високої чистоти продемонстрував свої унікальні властивості [1, 4, 8, 26].

Легуючі металічні елементи в титані, що впливають на корозійну стійкість, можна розділити на чотири групи:

• Елементи, що підвищують корозійну стійкість титану за рахунок гальмування анодного процесу: молібден, тантал, цирконій, ванадій, ніобій;
• Елементи, що знижують корозійну стійкість титану, особливо в неокислювальних кислотах у міру підвищення легування металу: хром, нікель, манган, залізо.
• Мають загальні риси впливу на корозійну стійкість титану - алюміній, олово, азот, карбон. Пониження корозійної стійкості при легуванні алюмінієм пов'язане з полегшенням анодного і катодного процесів унаслідок зміни хімічної природи пасивних плівок.
• Метали з низьким опором катодному процесу: реній, рутеній, палладій, платина.

Під дією оточуючого середовища на поверхні Ti миттєво формується тонкий, щільний захисний біологічно інертний окисний шар (переважно TiO₂). Це пояснює гарні антикорозійні й біосумісні властивості. Коли імплантати з Ti вводять у тканини організму людини, тканини контактують з титаново-окисним шаром на поверхні металу, тому біосумісність титанових імплантатів залежить від властивостей цього зовнішнього окисного шару, як от: мікроструктура та хімічний склад.

Хоча титан широко використовують у клініці, проте залишаються проблеми: захисна плівка двооксиду TiO₂ на поверхні металу може бути зруйнована іонами фтору; пацієнти можуть мати алергічні реакції та зміни кольору тканини в місцях контакту з титановою поверхнею. До того ж, деякі невдалі випадки дентальної імплантації пов'язані саме із характеристиками поверхні імплантату.

Тому відповідна обробка поверхні останнього може відігравати важливу роль в отриманні ефективної зубо-щелепно-імплантаційної системи, особливо, коли імплантат навантажується у кістці, що має структурні та функціональні недоліки та ризики. У спробі поліпшити міжфазні реакції між біологічною тканиною та імплантатом використовують різні методики, наприклад, збільшення поверхні зчеплення тканини з поверхнею імплантату. Зокрема, для покращення реакції клітин на імплантат використовують методи обробки поверхні титанових імплантатів, модифікації її рельєфу для зміцнення її площі та біосумісності [37, 44, 51, 74].

Нанесення відповідної пористої структури на поверхню титанового імплантату, з точки зору біосумісності, є основним питанням, тому багато дослідників вивчали створення відповідних пор на поверхні титанового імплантату, щоб досягти кращої біологічної реакції на нього. Один з підходів полягав у тому, що титан занурювали в лужний розчин температурою 60°С на 24 години з подальшою термічною обробкою при 600°С протягом 1 години. Ця процедура створює шар титанату натрію на поверхні пористого титану. Титанат натрію індукує утворення подібного до кістки апатиту, що формується у кістковій тканині. Цей метод дозволяє забезпечити утворення поверхневого шару біологічно активних мікропор на титановому субстраті. Пізніше електрохімічним методом були створені пори титану в імплантатах, сформовані та строго організовані нанотрубочки TiO2 на поверхні титану в розчині фтору. Згодом, в штучних умовах клітинної сумісності було доведено, що на наноструктурованій титановій поверхні збирається набагато більше скупчень фібробластних клітин L929 [36, 44, 51].

У наш час ведуться дослідження біологічних процесів у кістковій тканині з метою використання визначених матеріалів з унікальними властивостями для направленого впливу на процеси репаративного остеогенезу [74].

Технічні питання створення дентальних імплантатів мають чотири рівні фізичних проблем, зокрема створення оптимальної:

• Макроформи імплантату (циліндр, конус);
• Макроповерхні імплантату (різьбовий або гладкий);
• Мікроповерхні імплантату (пористість повинна бути за розміром кістко-вої клітини, кісткової балочки, що контактує з імплантатом);
• Наноповерхні імплантату (напилення певних атомів на внутрішньокісткову частину поверхні імплантату і сприяє його інтеграції з кісткою).

Функціональна надійність дентальних імплантатів залежить від комплексу властивостей, які проявляються матеріалом в реальних умовах його взаємодії in vivo з оточуючими тканинами. Стабільність імплантату, швидкість його інтеграції з кісткою залежить від ступеня шорсткості поверхні. Імплантати з високим ступенем шорсткості краще контактують з кістковою тканиною, оскільки на їх поверхні фіксується значно більша кількість кісткових клітин.

Недоліки сучасних імплантатів, такі як недосконала біологічна сумісність, сприяння запаленню в оточуючих тканинах, утворення фіброзної тканини тощо, не можуть повністью задовольняти лікарів і хворих та спонукають на пошук нових матеріалів. Це призвело до дослідження нанорозмірних об'єктів, зокрема наночастинок, нановолокон і нанотрубок для використання їх в дентальній імплантації Тому вчені приділяють увагу вивченню взаємодії імплантатів із тканинами організму з урахуванням їх будови і фізико-хімічних властивостей для досягнення максимальної біологічної сумісності, прискорення часу відновлення тканин [46, 58].

За допомогою нанобіотехнологій здійснюють нанесення на внутрішньокісткову поверхню дентальних імплантатів певних наночастинок. На такій поверхні з нанопокриттям значно підсилюється розмноження клітин, прискорюється загоєння кісткової рани, не знайдено суттєвих пошкоджень в кістці навколо імплантату, як у випадку з іншими варіантами поверхонь імплантатів [50].

Corinne Schouten et al. розробили направлений метод нанонапилення CaPO₄ на подвійно протравлену кислотою поверхню титанового імплантату. Відкладення наночастинок розміром 20-40 нм на протравленій кислотою поверхні титану призводить до підвищення механічного зчеплення з кісткою [43].

Підсумовуючи результати відомих досліджень, можна відзначити наступне:

• твердість Ti-керамічного нанокомпозиту в 3-5 разів вища, ніж звичайні мікрокристали чистого титану;
• Ti-керамічні нанокомпозити - більш стійкі до корозії, ніж мікрокристали титану;
• відносна життєздатність клітин нанокомпозиту Ti +20 об.% ГA вища в порівнянні з Ti+10 об.% ГA і мікрокристалами титану;
• цитотоксичний тест показує, що титано-керамічні нанокомпозити мають кращу біологічну сумісність у порівнянні з простими різновидами титану.

Важливим моментом є розробка наноматеріалу нового покоління для заповнення дефектів кісткової тканини. Вважається, що це призведе до зменшення терміну післяопераційної реабілітації хворих та частоти відторгнення імплантатів. Прикладом такого матеріалу для замщуючої кісткової терапії є NanoBone® (Німеччина). Даний матеріал являє собою очищений наногідроксиапатит (ГА), інкрустований в структуру двооксиду кремнію, який містить комплекс сполучених між собою нанопор. Пористість цієї структури досягає 80%, протеїни легко проникають в кристали двооксиду кремнію, тим самим не заважаючи утворенню колагену в кістці.

Розвиваються й інші підходи модифікації поверхні ортопедичних та стоматологічних імплантатів. Прикладом є застосування нанокристалів гідроксиапатиту і спіральних розеткових нанотрубок для покриття титанових матеріалів, що є новими матеріалами, які імітують природну наноструктуру колагену та інших компонентів кістки [104, 105].

Сприятливо впливають на остеоінтеграцію імплантатів іони магнію. Так, титанові нанопористі поверхні, в яких інкорпоровані іони магнію, були ефективними у підвищенні остеоінтеграції імплантатів у губчастій кістці кролів [76].

Виходячи з вищесказаного, можна зробити висновок, що важливим напрямком є створення та вдосконалення поверхні внутрішньокісткової частини дентальних імплантатів нового покоління, що мають відповідати таким вимогам: збільшення біохімічної та біомеханічної сумісності з тканинами організму, покращення функціональних характеристик, використання енергозберігаючих та екологічно чистих технологічних процесів під час виробництва.

Перші результати експериментальних досліджень з вивчення нанопокриттів дентальних імплантатів відкривають великі перспективи в галузі дентальної імплантації. Нанесення на поверхню імплантату певних наночастинок створює кращі умови для його контакту з кістковою тканиною, її молекулами, зменшує ризик розвитку запальних ускладнень, дозволяє сподіватись на сприятливий тривалий результат імплантації [17, 43, 74].

Описані в розділі науково-практичні досягнення в цьому напрямку в подаль-шому відкриють нові перспективи та можливості застосування нанорозмірних матеріалів у стоматології, хірургічній стоматології, черепно-щелепно-лицевій, пластичній хірургії та дентальній імплантації.

ЛІТЕРАТУРА

1. Андруз Дж. Введению в химию окружающей среды. Пер. с англ. / Андруз Дж., Бримблекумб П., Ждикелз Т. // М.: Мир, 1999. - 271 с.
2. Астахова В.С. Остеогенные клетки-предшественники костного мозга человека / Астахова В.С. - К.: Феникс, 2000. - 176 с: ил.
3. Афанасьев Ю.И. Гистология. - 5-е изд., перераб. и доп. / Афанасьев Ю.И., Юрина Н.А., Котовский Е.Ф. // Москва: Медицина, 2002. - 744 с.
4. Бгатов А.В. Биогенная классификация химических элементов / Бгатов А.В. // Философия науки. - 1999. - Т.2, №6. http: // www.water.ru/bz/digest/biogen_classification.shtml
5. Билич Г.Л. Анатомия человека: атлас. Т. 1. Опорно-двигательный аппарат. Остеология. Синдесмология. Миология / Билич Г.Л., Крыжановский В.А. // ГЭОТАР-Медиа, 2010. - 784 с.
6. Вавилова Т.П. Биохимия тканей и жидкостей полости рта: учебное пособие. 2-е изд., испр. и доп. / Вавилова Т.П. // М.: ГЭОТАР-Медиа, 2011. - 208 с: ил.
7. Васильева A. Болезни костей: диагностика, лечение,профилактика / Васильева А. // М.: Невский проспект, 2003. - 128 с.
8. Войткевич Г.В. Справочник по геохимии / Войткевич Г.В., Кокин А.В., Ми-рошников А.Е., Прохоров В.Г. // М.: Недра, 1990. - 480 с.
9. Данилов Р.К. Гистология человека в мультимедия. Учебник для студентов медицинских вузов / Данилов Р.К., Клишов А.А., Боровая Т.Г. // СПб.: ЭЛБИ-СПб., 2003. - 362 с.
10. Клишов АА. Гистогенез и регенерация тканей / А.А. Клишов. // Л.: Медицина, 1984. - 232 с.
11. Козинец Г.И. Атлас клеток крови и костного мозга / Козинец Г.И. // Издательство: Триада-Х, 1998. - 160 с.
12. Котельников Г.П. (ред.). Междисциплинарные аспекты остеологии: Учебное пособие / Котельников Г.П. // Самара: СамГМУ, 1999. - 188 с.
13. Котельников Г.П. Остеопороз / Котельников Г.П., Булгакова С.В. // ГЭОТАР-Медиа, 2010. - 520 с.
14. Котельников Г.П. Травматология / Котельников Г.П., Краснов А.Ф., Мирошниченко В.Ф. // Медицинское информационное агентство, 2009. - 538 с.
15. Кузнецов С.Л. Лекции по гистологии, цитологии и эмбриологии / Кузнецов С.Л., Пугачев М.К. // МИА, 2009. - 480 с.
16. Маланчук В А. Непосредственная дентальная имплантация / Маланчук В.А., Маммадов Э.А. - Киев, 2008. -157 c.
17. Маланчук В.О. Естетична медицина в аспекті застосування високих техно-логій / Маланчук В.О., Чекман І.С., Степаненко В.І., Рибачук А.В. // Укра-їнський медичний часопис - 2010а. - №6 (80). - С. 115-123
18. Маланчук В.О. Наномедицина та нанобіотехнології: застосування наномате-ріалів у стоматології, хірургічній стоматології, черепно-щелепно-лицевій, пластичній хірургії та дентальній імплантації / Маланчук В.О., Чекман І.С., Рибачук А.В. // Науковий вісник Національного медичного університету імені О.О. Богомольця. - 2010б. - №1. - С. 169-179.
19. Маланчук В.О. Хірургічна стоматологія та щелепно-лицева хірургія у 2-х томах / Маланчук В.О. // Київ: Логос, 2011в. - 672 с. + 16 с. кольор. вкл. - І т.; 606 с. + 24 с. кольор. вкл. - ІІ т.
20. Нейштадт Э.Л. Опухоли и опухолеподобные заболевания костей /Э.Л. Нейш-тадт, А.Б. Маркочев // Фолиант, 2007. - 344 с.
21. Неробеев А.И. Восстановительная хирургия мягких тканей челюстно-лицевой области / Неробеев А.И., Плотников Н.А. // Москва: "Медицина", 1997. - 288 с.
22. Николенко В.Н. Анатомия человека с элементами гистологии, учебник для студ. высш. учеб. заведений / Николенко В.Н., Сперанский В.С. // Academia, 2008. - 464 с.
23. Осипенкова-Вичтомова Т.К. Гистоморфологическая экспертиза костей / Осипенкова-Вичтомова Т.К. // Медицина, 2009. - 152 с.
24. Синельников Р.Д. Атлас анатомии человека / Синельников Р.Д. // Москва: Медицина, 1973. - Т.1-3.
25. Слуцкий Л.И. Биохимия нормальной и патологически измененной соединительной ткани / Слуцкий Л.И. // М.: Медицина, 1969. - 376 с.
26. Фигуровский Н.А. История химии: Учеб. Пособие для студентов пед. Ин-тов по хим. И биол. Спец. / Фигуровский Н.А. // М.: Просвещение, 1979. - 311 с.
27. Чекман І.С. Нанофармакологія: експериментально-клінічний аспект / Чек-ман І.С. // Лікарська справа. - 2008. - №3-4. - С. 104-109.
28. Юшаканцева С.И. Гистология, цитология и эмбриология Краткий атлас: Учебное пособие / Юшаканцева С.И., Быкова В.Л. // ПСб.: Издательство "П-2", 2006. - 96 с.
29. Abraham L. Kierszenbaum Histology and Cell Biology: An Introduction to Pathology / Abraham L. // 2007. - 671 р.
30. Adamopoulos O. Nanostructured bioceramics for maxillofacial applications / Adamopoulos O., Papadopoulos T. // Journal of material science. - 2007. - Vol. 18. - P. 1587-1597.
31. Athanasiou K.A. Sterilization, toxicity, biocompatibility and clinical applications of polylactic acid/polyglycolic acid copolymers / Athanasiou K.A., Niederauer G.G., Agrawal C.M. // Biomaterials. - 1996. - Vol.17, №2. - Р. 93-102.
32. Benoit D.S.W. The effect on osteoblast function of colocalized RGD and PHSRN epitopes on PEG surfaces / Benoit D.S.W., Anseth K.S. // Biomaterials. - 2005. - Vol.26. - Р. 5209-5220.
33. Bertazzo S. Morphological and dimensional characteristics of bone mineral crystals / Bertazzo S., Bertran C.A. // Bioceramics 18, Pts 1 and 2. - 2006. - P. 309-311.
34. Bhattacharyya S. Development of biodegradable polyphosphazene-nanohydroxy-apatite composite nanofibers via electrospinning / Bhattacharyya S., Lakshmi S., Nair L.S. et al. // MRS Symposium Proceedings. - 2005. - Vol.845. - Р. 91-96.
35. Branemark P.I. Osseointegration and its experimental background /Branemark P.I. // Journal of Prosthetic Dentistry. - 1983. - Vol. 50, Iss. 3. - P. 399-410.
36. Brunski J.B. Biomaterials and biomechanics of oral and maxillofacial implants: current status and future developments / Brunski J.B., Puleo D.A., Nanci A. // Int. J. Oral Maxillofac. Implants. - 2000. - Vol.15, Iss. 1. - P. 15-46.
37. Chen F. Biocompatibility of electrophoretical deposition of nanostructured hydroxyapatite coating on roughen titanium surface: in vitro evaluation using mesenchymal stem cells / Chen F., Lam W.M., Lin C.J. et al. // J Biomed Mater Res B Appl Biomater. - 2007. - Vol.82. - P. 183-191.
38. Cheng L. Fabrication and characterization of nano-hydroxyapatite/poly (D,L-lac-tide) composite porous scaffolds for human cartilage tissue engineering / Cheng L., Zhang S., Chen P. // Key Engineering Materials. - 2006. - Vol.2. - Р. 309-311.
39. Cheng Xianmiao. Properties and in vitro biological evaluation of nano-hydroxy-apatite/chitosan membranes for bone guided regeneration / Cheng Xianmiao, Li Yubao, Zuo Yi et al. // Materials Science and Engineering. - 2009. - Vol.29. -P. 29-35.
40. Cho Y.R. Biomaterials in craniofacial reconstruction / Cho Y.R., Gosain A.K. // Clin Plast Surg. - 2004. - Vol.31. - P. 377-385.
41. Christenson E.M. Nanobiomaterial applications in orthopedics / Christenson E.M., Anseth K.S., van den Beucken J.J. et al. // J. Orthop. Res. - 2007. - Vol. 25, N. 1. - P. 11-22.
42. Chu C.G. Fabrication and characterization of titanium-matrix composite with 20 vol% hydroxyapatite for use as heavy load-bearing hard tissue replacement / Chu C.G., Xue X.Y., Zhu J.C. et al. // J. Mat. Science. Mat. in Medicine. -2006. - Vol. 7. - P. 245.
43. Corinne Schouten. In vivo bone response and mechanical evaluation of electro-sprayed CaP nanoparticle coatings using the iliac crest of goats as an implantation model / Corinne Schouten, Gert J. Meijer, Jeroen van den Beucken // Acta Biomaterialia. - 2009. - Vol.11. - P. 154-164.
44. de Jonge L.T. Organic-inorganic surface modifications for titanium implant surfaces / de Jonge L.T., Leeuwenburgh S.C., Wolke J.G. et al. // Pharm Res. - 2008. - Vol. 25, Iss.10. - P. 2357-2369.
45. Edelma E. da Silva. Nanostructured 3-D Collagen/Nanotube Biocomposites for Future Bone Regeneration Scaffolds / Edelma E. da Silva, Heloisa H. M. Della Colleta, et al.// Nano Res. - 2009. - Vol.2. - P. 462-473.
46. Ejiofor J. Biomedical applications: Implants. In: J.A. Schwarz, C.I. Contescu, K. Putyera (Eds.) Dekker encyclopaedia of nanoscience and nanotechnology / Ejiofor J., Webster T.J. // CRC Press, Taylor and Francis Group, Boca Raton, FL. - 2008. - Vol.1. - P. 327-338.
47. Franzke C.W. Collagenous transmembrane proteins: recent insights into biology and pathology / Franzke C.W., Bruckner P., Bruckner-Tuderman L. // J Biol Chem. - 2005. - Vol. 6, № 280. - Р. 4005-4008.
48. Fujie T. Adhesive, flexible and robust polysaccharide nanosheet integrated for tissue-defect repair / Fujie T., Matsutani N., Kinoshita M. et al. // Adv. Funct. Mater. - 2009, DOI: 10.1002/adfm.200900103.
49. Gary S. Stein The Molecular Basis of Cell Cycle and Growth Control / Gary S. Stein, Renato Baserga, Antonio Giordano et al. // Hardcover: Wiley-Liss, 1998. - 389 p.
50. George C. Enders Anatomy, Histology and Cell Biology: Pretest Self-assessment and Review / George C. Enders, Robert M. // McGraw-Hill, 2010. - 654 р.
51. Guo-li Yang. Effects of biomimetically and electrochemically deposited nanohy-droxyapatite coatings on osseointegration of porous titanium implants / Guo-li Yang, Fu-ming He, Ji-an Hu // Int J Oral Maxillofac Implants. - 2009. - Vol. 7, Iss.6. - P. 782-789.
52. Gustavo Mendonca. Advancing dental implant surface technology - From micron to nanotopography / Gustavo Mendonca, Daniela Mendonca, Francisco Aragajo et al. // Biomaterials. - 2008. - Vol.29. - P. 3822-3835.
53. Hoppe H.J. Collectins-soluble proteins containing collagenous regions and lectin domains--and their roles in innate immunity / Hoppe H.J., Reid K.B. // Protein Sci. - 1994. - Vol. 3, №8. - P. 1143-1158.
54. http://stage.professor.rice.edu/
55. http://www.nanonewsnet.ru/news/2009/khirurgiya-bez-shramov-s-pomoshchyu-nanotekhnologii
56. http://www.takeoka.biomed.sci.waseda.ac.jp/public_e.html
57. Inderbir Singh. Histology / Inderbir Singh // Anshan, 2007. - 241 p.
58. Jain K.K. Nanomedicine: Application of nanobiotechnology in medical practice / Jain K.K. // Med. Princ. Pract. - 2008. - Vol. 17. - P. 89-101.
59. Jiang W. Improved mechanical properties of nanocrystalline hydroxyapatite coating for dental and orthopedic implants / Jiang W., Cheng J., Agrawal D.K. et al. // Mater. Res. Soc. Symp. Proc. - 2009. - Vol. 1140. (http://www.mri.psu.edu/faculty/agrawal/media/185.pdf).
60. Katz E.P. Structure and function of bone collagen fibrils / Katz E.P., Li S.T. // Journal of Molecular Biology. - 1973. - Vol. 80, N. 1. - P. 1-15.
61. Kay M. The Skeletal System / Kay Manolis // Bellwether Media, 2009. - 24 p.
62. Kay S. Nanostructured polymer/nanophase ceramic composites enhance osteo-blast and chondrocyte adhesion / Kay S., Thapa A., Haberstroh K. et al. // Tissue Enginering. - 2002. - Vol. 8, №5. - P. 753-761.
63. Lee C.H. Nanofiber alignment and direction of mechanical strain affect the ECM production of human ACL fibroblast / Lee C.H., Shin H.J., Cho I.H. et al. // Biomaterials. - 2005. - Vol. 26. - P. 1261-1270.
64. Li P. Biomimetic nanoapatite coating capable of promoting bone ingrowths / Li P. // Journal of Biomedical Material Researches. - 2003. - Vol. 66. - P. 79-85.
65. Li W.J. Fabrication and characterization of six electrospun poly(alpha-hy-droxy ester) based fibrous scaffolds for tissue engineering applications / Li W.J., Cooper J.A., Mauck R.L. et al. // Acta Biomater. - 2005а. - Vol. 2. - P. 377-385.
66. Li W.J. Chondrocytes phenotype in engineered fibrous matrix is regulated by fiber size / Li W.J., Jiang Y.J., Tuan R.S. // Tissue Eng. - 2006. - Vol. 12 - P. 1775-1785.
67. Li W.J. Electrospun nanofibrous structure: a novel scaffold for tissue engineering / Li W.J., Laurencin C.T., Caterson E.J. et al. // J. Biomed. Mater. Res. - 2002. - Vol. 60. - P. 613-621.
68. Li W.J. Electrospun nanofibrous scaffolds: production, characterization, and applications for tissue engineering and drug delivery / Li W.J., Mauck R.L., Tuan R.S. // J. Biomed. Nanotechnol. - 2005б. - Vol. 1. - P. 259-275.
69. Linkow L.I. The Unilateral Implant / Linkow L.I. // Dental Digest. - 1954. -Vol.60. - P. 302-306.
70. Liu H. Improved dispersion of nanophase titania in PLGA enhances osteoblast adhesion / Liu H., Slamovich E., Webster T. // Ceramic Nanomaterials and Nanotechnology III-Proceedings of the 106th Annual Meeting of the American Ceramic Society. - 2005. - P. 247-255.
71. Matthews JA. Electrospinning of collagen type II: a feasibility study / Matthews J.A., Boland E.D., Wnek G.E. et al. // Journal of Bioactive Compatible Polymer. - 2003. - Vol. 180, №2. - P. 125-134.
72. McManus A.J. Evaluation of cytocompatibility and bending modulus of nanocer-amic/polymer composites / McManus A.J., Doremus R.H., Siegel R.W. // Journal of Biomedical Material Researches. - 2005. - Vol. 72, № 1. - P. 98-106.
73. Nair L.S. Fabrication and optimization of methylphenoxy substituted poly phosphazene nanofibers for biomedical application / Nair L.S., Bhat-tacharyya S., Bender J.D. et al. // Biomacromolecules. - 2004. - Vol. 5. -P. 2212-2220.
74. Ogawa T. Ti Nano-nodular Structuring for Bone Integration and Regeneration / Ogawa T., Saruwatari L., Takeuchi K. et al. // Journal of Dental Research. -2008. - Vol. 87, Iss.8. - P. 751-756.
75. Okamura Y. Free-Standing Biodegradable Poly (lactic acid) Nanosheet for Sealing Operations in Surgery / Okamura Y., K. Kabata, M. Kinoshita et al. // Adv. Mater. - 2009., DOI: 10.1002/adma.200901035.
76. Park J.-W. Osseointegration of commercial microstructured titanium implants incorporating magnesium: a histomorphometric study in rabbit cancellous bone / Park J.-W., An C.-H., Jeong S.-H. et al. // Clin. Oral Impl. Res. - 2011. -P. 000-000. doi: 10.1111/j.1600-0501.2010.02144.x.
77. Park S.H. Development of dual scale scaffolds via direct polymer melt deposition and electrospinning for applications in tissue regeneration / Park S.H., Kim T.G., Kim H.C. et al. // Acta Biomater. - 2008. - Vol.4, Iss.5. - P. 1198-1207.
78. Pattison M. Three-dimensional, nanostructured PLGA scaffolds for bladder tissue replacement applications / Pattison M., Wurster S., Webster T. et al. // Biomaterials - 2005. - Vol. 26. - P. 2491-2500.
79. Pfeiffer S. Secondary Osteon and Haversian Canal Dimensions as Behavioral Indicators / Pfeiffer S., Crowder C, Harrington L. et al. // American Journal of Physical Anthropology. - 2006. - Vol.131, Iss.4. - P. 460-468.
80. Price R.L. Selective bone cell adhesion on formulations containing carbon nanofibers / Price R.L., Waid M.C., Haberstroh K.M. et al. // Biomaterials. -2003. - Vol.24, № 11. - P. 1877-1887.
81. Reginald H. Garrett Principles of Biochemistry With a Human Focus / Reginald H. Garrett, Charles M. Grisham // Hardcover: Brooks Cole, 2001. - 976 p.
82. Rho J.Y. Mechanical properties and the hierarchical structure of bone / Rho J.Y., Kuhn-Spearing L., Zioupos P. // Medical Engineering & Physics. - 1998. - Vol.20. - P. 92-102.
83. Riboldi S.A. Electrospun degradable polyesterurethane membranes: potential scaffolds for skeletal muscle tissue engineering / Riboldi S.A., Sampaolesi M., Neuenschwander P. et al. // Biomaterials. - 2005. - Vol.26. - P. 4606-4615.
84. Robert L. Mauck Engineering on the Straight and Narrow: The Mechanics of Nanofibrous Assemblies for Fiber-Reinforced Tissue Regeneration / Robert L. Mauck, Brendon M. Baker, Nandan L. Nerurkar et al. // Tissue Eng Part B Rev. - 2009. - Vol. 15, N. 2. - P. 171-193.
85. Robling A.D. Morphology or the Drifting Osteon / Robling A.D., Stout S.D. // Cells Tissues Organs. - 1999. - Vol. 164. - P. 192-204.
86. Shin M. In vivo bone tissue engineering using mesenchymal stem cells on a novel electrospun nanofibrous scaffold / Shin M., Yoshimoto H., Vacanti J.P. // Tissue Eng. - 2004. - Vol. 10. - P. 33-41.
87. Smith I.O. Nano-structured polymer scaffolds for tissue engineering and regenerative medicine / Smith I.O., Liu X.H., Smith L.A et al. // Wiley Interdiscip Rev Nanomed Nanobiotechnol. - 2009. - Vol. 1, N. 2. - P. 226-236.
88. Takemoto M. Bone-bonding ability of a hydroxyapatite coated zirconia-alumina nanocomposite with a microporous surface / Takemoto M., Fujibayashi S., Neo M. et al. // J Biomed Mater Res A. - 2006. - Vol.78. - P. 693-701.
89. Tamai N. A new biotechnology for articular cartilage repair: subchondral implantation of a composite of interconnected porous hydroxyapatite, synthetic polymer (PLA- PEG), and bone morphogenetic protein-2 (rhBMP-2) / Tamai N., Myoui A., Hirao M. // Ost. Arth. Cartilage. - 2005. - Vol. 13. - P. 405-417.
90. Webster T. Enhanced functions of osteoblasts on nanophase ceramics / Webster T., Ergun C., Doremus R. // Biomaterials. - 2000. - Vol. 21, № 17. - P. 1803-1810.
91. Webster T. Enhanced surface and mechanical properties of nanophase ceramics to achieve orthopaedic/dental implant efficacy / Webster T., Siegel R., Bizios R. // Key Eng Mater. - 2001а. - Vol. 192. - P. 321-324.
92. Webster T. Osteoblast adhesion on nanophase ceramics / Webster T., Siegel R., Bizios R. // Biomaterials. - 1999. - Vol. 20, № 13. - P. 1221-1227.
93. Webster T.J. Enhanced functions of osteoclast-like cells on nanophase ceramics / Webster T.J., Ergun C.D., Siegel R.W. et al. // Biomaterials. - 2001б. - Vol. 22, №11. - P. 1327-1333.
94. Webster T.J. Increased osteoblast adhesion on nanophase metals: Ti, Ti6Al4V and CoCrMo / Webster T.J., Ejiofor J.U. // Biomaterials. - 2004. - Vol. 25, №19. - P. 4731-4739.
95. Webster T.J. Enhanced functions of osteoblasts on nanophase ceramics / Webster T.J., Ergun C., Doremus R.H. et al. // Biomaterials. - 2000. - Vol. 21. - P. 1803-1810.
96. Webster T.J. Mechanisms of enhanced osteoblast adhesion on nanophase alumina involve vitronectin / Webster T.J., Schadler L.S., Siegel R.W. et al. // Tissue Eng. - 2001в. - Vol. 7. - P. 291-301.
97. Wei G. Structure and properties of nano-hydroxyapatite/polymer composite scaffolds for bone tissue engineering / Wei G., Ma P. // Biomaterials. - 2004. - Vol. 25. - P. 4749-4757.
98. www.nanomech.biz
99. www.nbmolecules.com
100. Yao C. Increased bone cell functions on anodized Ti for orthopedic applications / Yao C., Slamovich E., Webster T. // Int. Journal Nanomed. - 2007. - Vol. 2, № 3. - P. 487-492.
101. Yao C. Anodized Ti and Ti6A14V possessing nanometer surface features enhance osteoblast adhesion / Yao C., Perla V., McKenzie J. et al. // J. Biomed. Nanotechnol. - 2005. - Vol. 1. - P. 68-77.
102. Yunshin S. Biological evaluation of Chitosan Nanofiber Membrane for guided bone regeneration / Yunshin S., Park H., Kim K. // Journal Periodontology. - 2005. - Vol. 76, № 1778. - P. 84-85.
103. Zanello L.P. Bone cell proliferation on carbon nanotubes / Zanello L.P., Zhao B., Hu H. et al. // Nano Lett. - 2006. - Vol. 6. - P. 562-567.
104. Zhang L. Biomimetic helical rosette nanotubes and nanocrystalline hydroxyapatite coatings on titanium for improving orthopedic implants / Zhang L., Chen Y., Rodriguez J. et al. // Int. J. Nanomed. - 2008. - Vol. 3, N. 3. - P. 323-333.
105. Zhang P. A brief review of bone adaptation to unloading / Zhang P., Hamamura K., Yokota H. // Genomics Proteomics Bioinformatics. - 2008. - Vol. 6, N. 1. - P. 4-7.
106. Zhang Y. Recent development of polymer nanofibers for biomedical and biotechnological applications / Zhang Y., Lim C.T., Ramakrishna S. et al. //J. Materials Science: Materials in Medicine. - 2005. - Vol. 16. - P. 933-946.